11 Impact of Transcutaneous Energy Transfer Knecht IECON 2015 01 traduccion
Anuncio
Machine Translated by Google © 2015 IEEE Actas de la 41.ª Conferencia Anual de la Sociedad de Electrónica Industrial IEEE (IECON 2015), Yokohama, Japón, 9-12 de noviembre de 2015 Impacto de la transferencia de energía transcutánea en el campo eléctrico y la tasa de absorción específica en el Tejido humano O. Knecht, JW Kolar Este material se publica con el fin de brindar acceso a los resultados de investigación del Laboratorio de Sistemas Electrónicos de Potencia / D-ITET / ETH Zurich. Se permite el uso interno o personal de este material. Sin embargo, se debe obtener del titular de los derechos de autor el permiso para reimprimir/reeditar este material con fines publicitarios o promocionales o para crear nuevas obras colectivas para su reventa o redistribución. Al elegir ver este documento, acepta todas las disposiciones de las leyes de derechos de autor que lo protegen. Machine Translated by Google IECON2015-Yokohama 9-12 de noviembre de 2015 Impacto de la transferencia de energía transcutánea en el campo eléctrico y la tasa de absorción específica en el tejido humano O. Knecht y JW Kolar Power ¨ Electronic Systems Laboratory, ETH Zurich, Suiza, correo electrónico: [email protected] Resumen: la tecnología de transferencia de energía inductiva ha demostrado el campo magnético en el sistema TET induce corrientes de Foucault en el tejido. ser una solución prometedora para alimentar bombas cardíacas implantables, Estas corrientes pueden evocar la estimulación de las células nerviosas y los músculos. como los dispositivos de asistencia del ventrículo izquierdo, eliminando la tejido y causar un calentamiento adicional. Tercero, dependiendo de la topología del necesidad de una línea de transmisión percutánea y reduciendo significativamente convertidor electrónico de potencia utilizada para la operación del sistema TET, los el riesgo de infecciones graves. Sin embargo, la capacidad de transferencia de campos eléctricos debidos al potencial de voltaje en las bobinas de transferencia de alta potencia requerida de un sistema de transferencia de energía transcutánea (TET) plantea dudas sobre la seguridad humana con respecto a la exposición a potencia pueden contribuir significativamente a la energía absorbida en el tejido y campos eléctricos y magnéticos. El enfoque de este documento está en los pueden excitar el tejido eléctricamente sensible. campos eléctricos internos y la tasa de absorción específica (SAR) causada por En la literatura, el impacto de los campos magnéticos en el cuerpo humano se un sistema TET prototipo diseñado para transferir 30 W a través de la piel a 800 estudia ampliamente para los sistemas WPT que funcionan fuera del cuerpo humano kHz y un voltaje de salida de 35 V. Las simulaciones numéricas muestran que el campo eléctrico interno y el SAR pueden alcanzar localmente valores altos [8]–[11], así como para los implantes médicos de baja potencia [12] y algunos TET. dentro del tejido adiposo debido al gran potencial de voltaje en los terminales sistemas que alimentan un LVAD [13], [14]. Sin embargo, la influencia de los campos de la bobina implantada. Se muestra además que las capacitancias parásitas de eléctricos, que son particularmente importantes para los sistemas TET de alta las bobinas de transmisión de energía y el circuito electrónico de potencia del potencia, a menudo se pasa por alto. implante pueden causar voltajes de modo común en los terminales de la bobina receptora de energía, lo que aumenta adicionalmente la intensidad del campo Por lo tanto, los temas principales de este artículo son la investigación del efecto eléctrico interno. Por tanto, es necesario adaptar el circuito electrónico de de los campos eléctricos en la vecindad del receptor inalámbrico de energía y su potencia y el esquema de puesta a tierra del sistema para eliminar las tensiones impacto en la exposición del tejido humano. Los resultados se demuestran con un de modo común. Como contramedida adicional, en este artículo se presenta un prototipo de sistema TET desarrollado recientemente [15] y se evalúa la exposición blindaje eléctrico basado en compuestos conductores de carbono, que es capaz de reducir la intensidad máxima del campo eléctrico interno de 224 V/m a 77 V/m y eldel SAR máximo y de 1,21 W/kg. a 0,25 W/kg con un 1 % dedepérdida de potencia adicional. tejido a los campos electromagnéticos para elsolo cumplimiento las pautas de Términos del índice: transferencia de energía inductiva (IPT), transferencia de seguridad establecidas, como FCC 96-326 [16], ANSI/IEEE C95.1- 2005 [17], ICNIRP energía transcutánea (TET), tasa de absorción específica (SAR), blindaje 1998 [18] e ICNIRP 2010 [19]. Además, se discute el impacto del voltaje de modo eléctrico, modo común común (CM) en el sistema TET en el campo eléctrico. Finalmente, se proporcionan pautas sobre cómo diseñar el sistema TET de modo que se minimicen el campo I. INTRODUCCIÓN eléctrico interno y la energía absorbida. A medida que la sociedad de las naciones industrializadas envejece, aumenta el número de personas con insuficiencia cardíaca avanzada. Debido a la falta de disponibilidad de órganos de donantes adecuados, se llevó a cabo una amplia II. MECANISMOS Y ESTÁNDARES DE EXPOSICIÓN investigación en el campo de los sistemas mecánicos de asistencia circulatoria (MCSS), como los dispositivos de asistencia ventricular izquierda (LVAD), para Para evaluar la exposición humana a los campos electromagnéticos (CEM) proporcionar un tratamiento de transición como puente al trasplante. Desde su origen variables en el tiempo de un sistema WPT en las proximidades o en contacto directo en 1960 [1], la tecnología LVAD experimentó una innovación significativa, de modo con el tejido humano, es importante comprender cómo interactúan los campos que los pacientes viven con un LVAD durante meses o incluso años [2]. eléctricos y magnéticos con el tejido. Dado que el cuerpo humano tiene la Sin embargo, las fallas e infecciones relacionadas con el dispositivo siguen siendo un factor permeabilidad del aire, el tejido apenas perturba el campo magnético de un sistema dominante y pueden complicar sustancialmente el soporte del dispositivo de asistencia [3]. WPT. Sin embargo, el tejido biológico tiene una conductividad y permitividad Debido al alto consumo de energía continuo de un LVAD, hoy en día se utiliza una dependientes de la frecuencia y se comporta como un dieléctrico con pérdidas. Por línea de transmisión para suministrar energía eléctrica a la bomba de sangre lo tanto, las corrientes de Foucault pueden ser inducidas por campos magnéticos mecánica implantada. Este daño permanente de la piel puede provocar infecciones variables en el tiempo y se producen pérdidas dieléctricas y pérdidas de conducción graves y reduce la calidad de vida del paciente [4]. debido a los campos eléctricos inducidos y aplicados. Dependiendo de la frecuencia En respuesta a este inconveniente, la tecnología Wireless Power Transfer (WPT) evolucionó hasta convertirse en una solución prometedora para reemplazar la línea de operación, el mecanismo dominante de interacción cambia. El rango de frecuencia de 100 kHz hasta 10 MHz, que es el rango de frecuencia de funcionamiento habitual de transmisión y suministrar energía al implante sin necesidad de contacto galvánico de la mayoría de los sistemas prototipo de TET, representa una etapa de transición directo [5]. Para permitir una operación sin ataduras del LVAD, se incluye un donde por encima de 100 kHz cobra relevancia el calentamiento del tejido debido a almacenamiento de batería de respaldo en un MCSS totalmente implantable. Por lo la absorción de energía de radiofrecuencia y por debajo de 10 MHz, los campos tanto, incluyendo la recarga de la batería de respaldo, el consumo máximo de eléctricos internos y las corrientes inducidas pueden excitar tejidos eléctricamente energía del dispositivo implantado está en un rango de 25-30 W. Por lo tanto, el sensibles [18], [19]. En consecuencia, la exposición a los campos electromagnéticos requisito de alta capacidad de transferencia de energía impone desafíos importantes se puede cuantificar en el rango de frecuencia especificado en términos de la fuerza en el diseño y optimización de una Transferencia de Energía Transcutánea ( TET) y del campo eléctrico interno, la densidad de corriente inducida y la tasa de absorción da lugar a grandes preocupaciones con respecto a los posibles riesgos de seguridad. específica (SAR), que es una medida del promedio temporal de la potencia absorbida por unidad de masa de tejido. , especificado como vatios por kilogramo y se da como Existen principalmente tres efectos que podrían constituir un riesgo potencial para el organismo humano. En primer lugar, las pérdidas de potencia en la bobina receptora de energía pueden ser significativas y provocan el calentamiento del tejido circundante, lo que puede provocar daños permanentes en el tejido [6], [7]. Segundo, 978-1-4799-1762-4/15/$31.00 ©2015 IEEE 004977 TAE = ÿ|E| ÿ 2 , (1) Machine Translated by Google externo yo en implantado T3 D1 T1 D3 C1 D5 T5 T7 D7 Yo fuera C2 L1 L2 CDC, 1 i1 u1 uín uL2 D4 T4 D2 T2 uL1 i2 CDC, 2 u2 fuera D6 T6 k controles digitales RL T8 D8 controles digitales Figura 1: Dibujo esquemático del prototipo del sistema TET descrito en [15]. Guía Frecuencia mamá Densidad de corriente RMS Fuerza m2 de campo eléctrico RMS ocupacional V metro público en general ocupacional público en general ICNIRP 1998 [18], 2010 [19] 100 kHz - 10 MHz fHz/100 3,35kHz - 5MHz IEEE2005 [17] 2,7 · 10ÿ4 · fHz 1,35 · 10ÿ4 · fHz fHz/500 - 6,27 · 10ÿ4 · fHz 2,09 · 10ÿ4 · fHz Tabla I: Restricciones básicas sobre la densidad de corriente inducida y la fuerza del campo eléctrico interno en el tronco del cuerpo humano. Guía (g) campo eléctrico y SAR para proporcionar una estimación conservadora de la exposición a los CEM. ocupar gen. público 10 ICNIRP 1998 [18] 10 W kg RAE Promedio Masa Para entender los mecanismos en un sistema TET, que 2 IEEE2005 [17] 10 10 2 FCC 1996 [16] 1 8 1.6 puede contribuir a la exposición a los campos electromagnéticos, la topología del convertidor y la El principio de funcionamiento de un sistema TET se revisa en la siguiente sección. tercero FUNCIONAMIENTO DEL SISTEMA TET Tabla II: Restricciones básicas a la tasa de absorción específica local (SAR) El circuito básico del prototipo del sistema TET presentado en [15] evaluado para la masa promedio especificada de tejido, para ocupacional y se muestra en la Fig. 1. Una bobina lateral primaria y secundaria se utilizan para exposición al público en general. formar un transformador débilmente acoplado que permite transferir energía a través de la piel. Un inversor de puente completo alimenta la bobina del transmisor donde ÿ es la conductividad eléctrica y ÿ es la densidad del tejido que se coloca cerca de la superficie de la piel por encima del implante material. El SAR es proporcional al cuadrado del RMS eléctrico bobina receptora. En el lado secundario se utiliza un rectificador síncrono intensidad de campo E y generalmente se promedia sobre un volumen de tejido con una para convertir el voltaje de CA inducido en un voltaje de salida de CC. Debido a masa de 1 g o 10 g para la evaluación de la exposición local a los CEM. la gran distancia de separación de la bobina y el diámetro limitado de la bobina, la Las pautas más discutidas para limitar la exposición a El flujo magnético generado por la bobina primaria solo está parcialmente vinculado a EMF es propuesto por la Comisión Internacional de No Ionizantes la bobina del lado secundario. Este acoplamiento débil limita la transferencia de potencia. Protección contra la radiación (ICNIRP) [18], [19] que proporciona exposición capacidad y la eficiencia de transmisión de potencia del sistema. En límites en términos de restricciones básicas en SAR, fuerza de campo eléctrico Para mejorar el rendimiento del sistema, las bobinas TET se operan y densidad de corriente inducida, que se basan directamente en en una estructura de convertidor resonante utilizando condensadores resonantes en el efectos en la salud. En la última guía publicada por ICNIRP (2010), lado primario y secundario para compensar la gran dispersión inductancias la densidad de corriente inducida ha sido reemplazada por la eléctrica interna la intensidad de campo como una cantidad límite en relación con la estimulación de Para implantes médicos de baja potencia, el método de compensación en paralelo células nerviosas y tejidos eléctricamente sensibles hasta 10 MHz [19]. Además se usa a menudo, donde se coloca el condensador resonante del lado secundario las guías ICNIRP, diferentes guías como la IEEE C95.1- en paralelo a la bobina receptora de energía. Sin embargo, este método tiene la 2005 [17] y la FCC 96-326 [16] se aplican según el país de interés. Pestaña. Yo y Tab. II resumir las restricciones básicas sobre provoca pérdidas de potencia en la bobina receptora incluso en condiciones de carga ligera. desventaja de que la corriente reactiva adicional en el tanque resonante SAR, intensidad de campo eléctrico interno y densidad de corriente inducida para En contraste, en una topología compensada serie-serie como se muestra un rango de frecuencia de 100 kHz a 10 MHz. En las directrices hay en la Fig. 1, solo la corriente de carga está presente en el lado secundario es una distinción adicional entre ocupacional y público en general tanque resonante que reduce las pérdidas de energía del lado secundario en parte exposición, donde la población ocupacionalmente expuesta es capacitada para ser operación de carga significativamente. Por lo tanto, se decidió utilizar una topología de consciente de los riesgos potenciales. Por el contrario, la población pública en general, compensación en serie para el prototipo del sistema TET. Él que comprende individuos de todas las edades y estados de salud, está protegido especificaciones de las bobinas TET y las condiciones de operación utilizadas para por límites de seguridad más estrictos [18]. el análisis de exposición a CEM se resumen en la Tab. IV. En el caso de un sistema TET, donde el circuito receptor de energía La principal desventaja de la topología de compensación serie-serie se implanta en el tejido subcutáneo, los efectos locales de la CEM es el potencial de alto voltaje que ocurre en los terminales de la bobina receptora en exposición son muy importantes. Por lo tanto, para la evaluación de la exposición condiciones de alta carga. Como resultado, un campo eléctrico de gran magnitud presentado en este trabajo, los valores pico fueron considerados en la seguridad está presente en las proximidades de la bobina receptora y puede sustancialmente análisis y no los valores medios propuestos por las directrices de seguridad. contribuir a la exposición a los CEM. Este efecto será analizado en el Además, se aplican los límites más restrictivos tanto para el interior siguientes secciones. 004978 Machine Translated by Google Material del modelo Piel Piel (f0 = 800kHz) (seco) (húmedo) Densidad Espesor Músculo Cortical Médula ósea Pulmón Hueso 1019,1 2271,4 52,4 rel. Permitividad El. Conductividad gordo S 2336.9 155.3 0,0093 0,2070 0,0439 0,4852 0,0235 (rojo) (inflado) 102.0 818.3 0.1039 0.1311 metro kg 1109.0 1109.0 911.0 m3 1.2 de capa (mm) 0,2 13.6 1090.4 1908.0 1028.5 394.0 15.0 3.0 70.0 1.0 Tabla III: Propiedades del tejido humano [20], [21] evaluadas para el prototipo de frecuencia de operación del sistema TET de 800 kHz. La última línea de la tabla especifica el espesor de la capa de tejido utilizado en el modelo de simulación de elementos finitos. aire (a) Bobinas de transmisión de energía eje de simetria 300 piel (seca) Inductancia L1, L2 Resistencia CA RL1, RL2 alambre trenzado 18,8 ÿH, 18,4 ÿH 210 mÿ, 204 mÿ 300x0,04mm Número de vueltas dieciséis Radio exterior de la bobina Ra 35mm Radio interior de la bobina Ri 17mm piel (mojada) 250 tejido adiposo 200 150 músculo (b) Condiciones de operación 100 800kHz Hueso cortical Tensión de salida Uout 35 V Salida de potencia 30W médula ósea Hueso cortical Frecuencia de conmutación f0 Distancia de separación de bobinas dc 15mm factor de acoplamiento k 0.35 SARmáx = 2,3 W/kg 50 |E|máx = 309 V/m pulmón 0 Figura 2: geometría del modelo de simulación y resultado de la simulación del eléctrico Tabla IV: Especificaciones y condiciones de operación de la bobina de transmisión de energía del prototipo del sistema TET. intensidad de campo en el tejido humano para las condiciones de funcionamiento del prototipo del sistema TET especificado en la Tab. IV(b) y la topología del convertidor se muestra en la figura 1 IV. MODELO DE SIMULACIÓN potencial para cada vuelta individual de las bobinas TET. Con buena Para predecir la magnitud del campo eléctrico interno aproximación, el potencial eléctrico se distribuye linealmente a través de la y la energía absorbida en el tejido humano, un bidimensional modelo de simulación de la piel humana y el tejido subcutáneo fue devanado de bobina y la amplitud de la bobina lateral primaria y secundaria creado en una herramienta de simulación basada en el método de elementos finitos (FEM). El modelo está construido con simetría rotacional y las bobinas TET prototipo los voltajes terminales se pueden calcular utilizando un modelo de circuito equivalente del convertidor resonante como se muestra en la Sección V. Para calcular el campo eléctrico en el tejido, el campo eléctrico se modelan con cada vuelta individual del devanado, incrustados en El potencial del tejido circundante con respecto al implante debe ser una capa aislante de silicona. La bobina receptora está ubicada dentro del determinado. Sin embargo, esto plantea la cuestión de cómo los implantes tejido adiposo directamente encima del músculo, por ejemplo, en la parte superior del pecho de la El circuito electrónico está conectado al cuerpo humano. Debido a la capacitiva paciente. Por lo tanto, la estructura de capas que se muestra en la Fig. 2 se utiliza para acoplamiento de las bobinas de transmisión de energía al tejido circundante y las simulaciones Las propiedades materiales de los tejidos humanos son dependiendo del esquema de puesta a tierra de la electrónica de potencia implantada tomados de [20], [21] y se resumen en la Tab. tercero el electrico circuito, las corrientes CM pueden fluir en el tejido. Por lo tanto, un voltaje CM puede la conductividad y la permitividad de los tejidos se pueden calcular para estar presente en los terminales de la bobina TET con respecto al tejido, que la frecuencia de operación deseada por medio de una dispersión 4-Cole-Cole provoca un aumento de la intensidad del campo eléctrico. Este efecto será estudia con más detalle en la siguiente sección. modelo [21], utilizando los parámetros de ecuación proporcionados por [20], [21]. Para el aislamiento de silicona, una conductividad eléctrica de 2,5 · 10ÿ14 S/m V. INFLUENCIA DE LA TENSIÓN EN MODO COMÚN y se utiliza una permitividad relativa de 2,8. El tejido humano está expuesto al campo cercano electromagnético del En un primer paso, para determinar las fuentes de excitación aplicables bobinas de transmisión de energía. Por lo tanto, para simplificar el problema, se utilizó una aproximación cuasiestática de las ecuaciones de Maxwell, tal para la simulación electrocuasiestática, un equivalente eléctrico simplificado El modelo de circuito de la piel humana y el tejido subcutáneo se utiliza para que el campo eléctrico y el magnético se pueden calcular por separado. predecir la magnitud de los voltajes de CM. En segundo lugar, el número Esta aproximación es válida ya que el volumen de simulación considerado modelo de simulación se utiliza para evaluar la influencia de la tensión CM es lo suficientemente pequeño en comparación con la longitud de onda en el considerado sobre la exposición a los CEM. Y tercero, el efecto del esquema de puesta a tierra de materiales y por lo tanto, los campos eléctricos y magnéticos se propagan se revisa la electrónica de potencia implantada y mediciones in vitro instantáneamente dentro del tejido [9], [22]. En consecuencia, el problema es utilizando el prototipo del sistema TET se proporcionan para validar el teórico consideraciones dividido en un problema electro-cuasistático y magneto-cuasistático. Él Entonces se obtiene el campo eléctrico total y la densidad de corriente en el tejido. de la superposición de las soluciones obtenidas de la electro- y problemas magneto-cuasiestáticos. Este enfoque es válido siempre que el A. Modelo de circuito eléctrico equivalente Para analizar los caminos de corriente CM, un circuito equivalente Las propiedades del material son lineales con respecto a la magnitud de la del prototipo del sistema TET y el tejido subcutáneo puede ser campo eléctrico y magnético. creado para modelar el entorno eléctrico para la electrónica implantada Como fuente de excitación para el problema magneto-cuasiestático, el componentes como se muestra en la Fig. 3. Similar al método de la corriente en cada bobina se especifica con una densidad de corriente homogénea. impedancias descritas en [23], las resistencias y condensadores indicados Para el problema electro-cuasiestático, la excitación se define como voltaje que representan la impedancia eléctrica de los tejidos se calculan en 004979 Machine Translated by Google eje de simetria silicona el alambre litz uL1 Ri = 17 mm CDC1 bobina transmisora uL1 corriente continua b uL1 (3 mm) b aislamiento térmico (1 mm) uB C 1,1 ,1 un corriente continua Ra = 35 mm b inversor un CP,0 L1 un controlador externo CP, 1 tu revestimiento (1,5 mm) uc implante uref grasa (10 mm) r -ud C2,11 C uL2 Cp,d 2d bobina receptora (3 mm) uL2 C Cp,d d C tu músculo uL2 c2 d c2 uc rectificador uc ud uref (15 mm) RL CDC2 Cp, L2 2 fuera Cp, CP,2 uf uref hueso Figura 3: Dibujo simplificado de las capas del tejido subcutáneo y la ubicación de la bobina transmisora y receptora de energía. Se muestra un circuito equivalente simplificado del tejido, que se utiliza para modelar el entorno eléctrico en el que funcionan la bobina receptora y el controlador implantado. ueq 500 i2 ueq uc s = 0,8 mm s = 1,0 mm s = 1,2 mm 10 8 400 Re ucm 6 Fuerza máxima de campo electrónico (V/ m) L2 s = 0,8 mm s = 1,0 mm s = 1,2 mm 600 i2 C2 uL2 12 700 Yo soy tu SAR pico (W/ kg) uC2 C 300 d 4 Cp, d Cp, c tu CP,2 IEEE2005 ICNIRP 1998 200 uC2 uc uL2 0 -1.0 ZT (un) 2 ICNIRP 2010 100 (b) FCC 1996 -0.5 0 0.5 0 -1.0 1.0 (C) Relación CM- DM -0.5 0 0.5 1.0 Relación CM- DM Figura 4: (a) Circuito equivalente de CA del receptor de energía dentro del tejido y diagrama fasorial de los voltajes indicados. (b) y (c) muestran la intensidad máxima del campo eléctrico y la SAR máxima en el tejido en función de la relación entre el voltaje de modo común (CM) y modo diferencial (DM) de la bobina con respecto al cuerpo humano. este caso para una malla muy gruesa de subvolúmenes. Los detalles de este cálculo se omiten aquí. Como resultado principal, el modelo mostró que la entre las amplitudes del voltaje CM UˆCM y el voltaje del modo diferencial (DM) magnitud de la impedancia tisular total |ZT| en la Fig. 4(a) entre las bobinas TET y UˆDM se define como Para describir esta asimetría y su impacto en la exposición a EMF, la relación el controlador implantado varía entre 250 ÿ y 280 ÿ, si el controlador está ubicado a 200 mm de distancia de las bobinas TET. norte = 2UˆCM UDM Se calcula que las capacitancias parásitas Cp,c y Cp,d formadas por la bobina implantada y el tejido circundante están en un rango de 60-85 pF para el prototipo = uc + ud uc ÿ ud ÿ Cp,d + Cp,2 ÿ Cp,c . (2) Cp,d + Cp,2 + Cp,c La relación CM-CM se puede calcular de manera aproximada utilizando la suposición anterior de que la impedancia del tejido ZT es mucho menor que las del sistema TET y una capa de aislamiento de bobina de 1 mm de espesor. La impedancias de las capacitancias parásitas Cp,c, Cp,d y Cp,2. En este caso, la capacitancia parásita Cp,2 depende en gran medida del diseño real del controlador relación depende únicamente del divisor de voltaje capacitivo formado por las implantable y del circuito electrónico de potencia, y los valores varían entre 10 pF y 100 pF. En consecuencia, la impedancia del tejido ZT puede despreciarse capacitancias parásitas Cp,d, Cp,d y Cp,2. Usando (2) y los valores estimados para las capacitancias parásitas, se estima inicialmente, en comparación con las impedancias de las capacitancias parásitas una relación CM-DM de 0.05 a 0.45 para el prototipo del sistema TET. a la frecuencia operativa del prototipo del sistema TET. Además, se supone que el acoplamiento capacitivo Cp,1 del controlador externo al cuerpo humano es muy pequeño, de modo que el voltaje CM en los terminales de la bobina del transmisor con respecto al cuerpo humano es insignificante. Usando estas aproximaciones, B. Efecto del voltaje CM Usando los resultados de la sección anterior, los potenciales de voltaje en la bobina del receptor se pueden definir en la simulación electrocuasiestática, lo que se puede crear un circuito equivalente de CA simplificado del circuito receptor implantado como se muestra en la Fig. 4 (a) junto con el diagrama fasorial para el permite calcular la exposición a los campos electromagnéticos del tejido circundante. caso general en el que se aplica un voltaje CM en los terminales de la bobina. La Fig. 4(b)-(c) muestra los resultados de la simulación FEM de la máxima intensidad de campo eléctrico interno y el pico SAR para una relación CM DM variable y para un espesor de capa de aislamiento de bobina de 0,8 mm, 1,0 mm El diagrama fasorial muestra que los voltajes uc y ud están desfasados en 180 ÿ siempre que ZT sea pequeño. Estotiene implica que hay una vuelta en la bobina del receptor que el mismo potencial de voltaje que el tejido y 1,2 mm, respectivamente. , para las condiciones de funcionamiento especificadas circundante y que el potencial de voltaje se distribuye asimétricamente a través en la Tab. IV(b). Se asumió que el voltaje diferencial de la bobina uL2 es sinusoidal del devanado con respecto al tejido, de modo que una terminal de la bobina y tiene la amplitud del voltaje máximo real del terminal de la bobina, que viene experimenta una tensión de tensión mayor que la otra. otro. dado por UˆL2 = UˆC2 + Uout. Se puede ver que la intensidad máxima del campo eléctrico aumenta linealmente con el aumento de CM 004980 Machine Translated by Google 150 100 uc 100 ud 50 arriba uCM 50 implante uc 75 ud arriba uCM C uL2 fuera C2,11 25 0 L2 fuera -25 -50 = 35 voltios Abadejo = 30W RG =0 norte -150 Usalida = 35 -25 V Salida W RG = 30 n >1M = 0,209 -50 1 uc d RL CDC2 0 tu Cp, d rectificador Cp, c arriba RG CP,2 -75 -100 -2 -1.5 -1 -0.5 0 0.5 1 1.5 2 Tiempo (us) -2 -1.5 -1 -0.5 0 0.5 1 1.5 2 Tiempo (us) 100 ZT (C) (b) (un) 100 uc 75 50 ud 50 arriba uCM 25 implante uc 75 ud arriba uCM L2 0 -25 Usalida = 35 -25 Usalida = 35 -50 V Salida W RG = 30 n -50 V Salida W RG = 30 n >1M = 0,045 =0 = 0,002 -75 -100 fuera C 2,11 CDC2,1 0 -75 C uL2 25 uc RL d CDC2,2 tu Cp, d Cp, c 2 rectificador RG rectificador C2,2 RG CP,2 arriba -100 -2 -1.5 -1 -0.5 0 0.5 1 1.5 2 Tiempo (us) (d) ZT -2 -1.5 -1 -0.5 0 0.5 1 1.5 2 Tiempo (us) (F) (mi) Figura 5: Resultados de la medición in vitro de los voltajes terminales de la bobina receptora y el voltaje CM calculado con respecto al tejido que rodea la bobina TET del lado secundario. (a) y (b) muestran los voltajes de terminal de bobina medidos para la topología de receptor que se muestra en (c). (d) y (e) muestran los voltajes de terminal de bobina para la topología ilustrada en (f). la amplitud del voltaje y el SAR máximo aumentan cuadráticamente como se El voltaje a través de la capacitancia parásita Cp,2 se midió con una sonda de esperaba de (1). Las figuras muestran que el impacto del voltaje de CM en la voltaje diferencial LeCroy ADP305 y el prototipo del sistema TET funcionó con una exposición a EMF puede ser significativo incluso con amplitudes de voltaje de CM potencia de salida de 30 W y un voltaje de salida de 35 V. pequeñas. Como se indicó, la intensidad máxima del campo eléctrico se puede reducir aumentando el grosor de la capa de aislamiento de la bobina. Sin embargo, La Fig. 5(a) muestra las formas de onda de voltaje medidas para el circuito para mejorar la implantabilidad y la comodidad de uso para el paciente, la bobina receptor que se muestra en la Fig. 5(c), usando una conexión de baja resistencia receptora debe diseñarse tan delgada como sea mecánica y eléctricamente posible. RG del riel de voltaje negativo del rectificador al plano de tierra. En este caso, el voltaje diferencial total de la bobina del lado secundario está presente en el terminal c de la bobina con respecto al tejido circundante, provocando una intensidad de La Fig. 4(b) muestra claramente que la topología electrónica de potencia considerada con una relación CM-DM de 0,05 a 0,45 no es una solución factible campo eléctrico muy alta en el tejido cercano al borde de la bobina TET. Esto puede para un sistema TET de alta potencia. Por lo tanto, en la siguiente sección, se considerarse como el peor de los casos. La Fig. 5(b) muestra la medición para la comparan cuatro combinaciones de diferentes esquemas de puesta a tierra y misma topología de convertidor resonante y para el caso en el que el implante solo topologías de receptores en un experimento in vitro para identificar una solución está acoplado capacitivamente al tejido circundante por la capacitancia parásita con un voltaje CM más bajo. Cp,2. La relación CM DM es de aproximadamente 0,21 y está en buen acuerdo con el rango estimado de voltaje CM. La Fig. 2 discutida anteriormente muestra el C. Validación experimental in vitro resultado de la simulación de la magnitud de la fuerza del campo eléctrico en el Para validar las consideraciones teóricas del apartado anterior, se realizó un tejido subcutáneo para este punto de operación específico. Se puede ver que experimento in vitro utilizando un implante simulado que incluye un circuito específicamente en el borde de la bobina receptora, la amplitud de la fuerza del rectificador de diodos, los condensadores del tanque resonante y una carga resistiva campo eléctrico y también el SAR excede sustancialmente las restricciones básicas externa. El implante se construyó de manera que se forma una capacitancia parásita propuestas por ICNIRP. de 84 pF entre el riel negativo del circuito rectificador y un plano de tierra. El plano de tierra tiene un tamaño de 25x38 mm y está conectado eléctricamente al tejido. Como modelo para la piel humana, se utilizó un trozo de piel y tejido subcutáneo de La Fig. 5(d) muestra los resultados de la medición para la segunda topología con los capacitores resonantes distribuidos y un acoplamiento capacitivo Cp,2 del 200 × 200 mm del tórax de un cerdo, incluidos el músculo pectoral y las costillas. circuito al tejido circundante. Se puede ver que el voltaje de CM se reduce La bobina receptora se insertó debajo de la grasa subcutánea sustancialmente, pero todavía hay una asimetría entre los voltajes de los terminales de bobina. Para reducir aún más la tensión de CM, el punto medio de los capa en la parte superior del músculo en una distancia de aproximadamente 15 condensadores de enlace de CC CDC2,1 y CDC2,2 se conecta directamente al mm al devanado del transmisor. plano de tierra del implante simulado (RG = 0ÿ). En este caso, como se muestra en la Fig. 5(e), los voltajes de los terminales de la bobina TET son completamente Se consideraron dos topologías diferentes del circuito electrónico de potencia con dos esquemas de puesta a tierra diferentes. La primera topología comprende simétricos y, por lo tanto, tienen la amplitud de voltaje más baja con respecto al un capacitor resonante del lado secundario único y una conexión de baja resistencia RG o un acoplamiento capacitivo Cp,2 al plano de tierra como se indica en la Fig. potencial de referencia del tejido. Sin embargo, para limitar la corriente de contacto a un nivel muy por debajo del máximo 5(c). La segunda topología utiliza un equilibrio del circuito electrónico de potencia cantidad permisible de 20 mA, tal como se propone como nivel de referencia para mediante la distribución de los condensadores resonantes secundarios entre los la exposición del público en general en ICNIRP 1998 [18], el punto medio del enlace terminales de entrada del circuito rectificador y una conexión a tierra de baja o alta de CC se puede conectar a la carcasa del implante mediante una conexión resistiva resistencia RG del punto medio del DC- condensadores de enlace como se indica o inductiva, con una impedancia de 100-500 ÿ. en la Fig. 5(f). De acuerdo con la Fig. 4(c), la SAR máxima puede reducirse de 2,3 W/kg a 1,21 Los voltajes terminales en la entrada del circuito receptor y el W/kg utilizando esta topología y permite el cumplimiento de la 004981 Machine Translated by Google ) Resistividad de hoja ( 1010 109 108 107 106 105 800 Pérdidas por blindaje (mW) 400 104 103 102 101 ts = 100 ts = 100 th = 0,8 mm 240 180 esp = 1,0 mm td = 0,2 mm td = 0,7 mm 300 2 80 200 th = 0,8 mm td = 0,2 mm td = 0,5 mm FCC 1996 1.5 esp = 1,0 mm esp = 1,0 mm td = 0,2 mm td = 0,7 mm ICNIRP 2010 120 IEEE 2005 / ICNIRP 1998 2.0 td = 0,2 mm td = 0,5 mm td = 0,2 mm td = 0,5 mm Fuerza máxima de campo electrónico (V/ m) 500 ) Resistividad de hoja ( 1010 109 108 107 106 105 2.5 104 103 102 101 ts = 100 th = 0,8 mm 600 ) Resistividad de hoja ( 1010 109 108 107 106 105 300 103 102 101 SAR pico (W/ kg) 700 104 td = 0,2 mm td = 0,7 mm 1.0 60 0.5 100 102 101 10-6 10-5 10-4 10-3 10-2 10-1 100 103 ) 104 103 Conductividad eléctrica (S/m) (b) Resistividad de hoja ( 1010 109 108 107 106 105 20 102 101 10-6 10-5 10-4 10-3 10-2 10-1 100 Conductividad eléctrica (S/m) (un) 0 0 0 101 102 103 Conductividad eléctrica (S/m) ) Resistividad de hoja ( 1010 109 108 107 106 105 20 103 102 101 10-6 10-5 10-4 10-3 10-2 10-1 100 (C) 104 103 102 101 Bobina transmisora/receptora Sección transversal 18 dieciséis 12 dieciséis ts = 100 Pérdidas totales de tejido (mW) Densidad de corriente máxima (A/ m2) 14 12 th = 0,8 mm 8 td = 0,2 mm td = 0,5 mm esp = 1,0 mm td = 0,2 mm td = 0,7 mm ICNIRP 1998 td td = 0,2 mm td = 0,5 mm t esp = 1,0 mm 4 td = 0,2 mm td = 0,7 mm (ocupacional) eje de 10-6 10-5 10-4 10-3 10-2 10-1 100 101 102 103 Conductividad eléctrica (S/m) el silicona blindaje silicona simetria 0 10 (d) alambre litz ts = 100 th = 0,8 mm 10-6 10-5 10-4 10-3 10-2 10-1 100 (mi) Conductividad eléctrica (S/m) 101 102 103 (F) Figura 6: Resultados de la simulación de las pérdidas de energía en el blindaje eléctrico (a), intensidad de campo eléctrico pico en el tejido (b), SAR pico en el tejido (c), densidad de corriente máxima (d) y pérdidas de potencia totales en el tejido (e), en función de la conductividad eléctrica del material de blindaje. (f) Esquema dibujo de la sección transversal de las bobinas de transferencia de energía, incluida la capa de protección. restricciones básicas. Sin embargo, la intensidad máxima del campo eléctrico interno máxima fuerza de campo eléctrico interno, el SAR pico y la corriente de 224 V/m aún supera significativamente las restricciones básicas, si una bobina densidad en el tejido, así como las pérdidas totales de energía en el tejido Se utiliza un espesor de capa de aislamiento de 0,8 mm. Por lo tanto, un eléctrico volumen. La simulación se realizó para un espesor de aislamiento de bobina El blindaje de las bobinas TET se investiga en la siguiente sección. de 0,8 mm y 1,0 mm y una distancia variable de la capa de blindaje para reducir aún más la intensidad máxima del campo eléctrico y la TAE máximo. al devanado de la bobina de acuerdo con la Fig. 6(f). En la Fig. 6(a) se puede ver que si la conductividad eléctrica del material de blindaje aumenta a aproximadamente 0,01 S/m, las pérdidas de potencia en la capa de blindaje aumentan VI. BLINDAJE ELÉCTRICO rápidamente debido a la mayor movilidad de los portadores de carga que son acelerado bajo la influencia del campo eléctrico aplicado. Debido a En la Fig. 2 se mostró que el campo eléctrico interno tiene una máximo en las proximidades de la bobina receptora debido a la comparativamente el desplazamiento de los portadores de carga, el campo eléctrico aplicado será baja conductividad eléctrica y permitividad del tejido graso. Él cancelado en parte a medida que aumenta la conductividad y, como resultado, la experimentos en la Sección VC han demostrado que incluso con un las pérdidas en el material de blindaje empiezan a disminuir de nuevo. En este punto, circuito electrónico de potencia, la restricción básica en el eléctrico interno la magnitud del campo eléctrico en el tejido circundante disminuye se excede la intensidad de campo. Como solución, la intensidad del campo eléctrico puede significativamente como se muestra en la Fig. 6 (b), ya que la capa de protección comienza reducirse significativamente si se utiliza una capa de material conductor en para formar una superficie equipotencial alrededor de los devanados de la bobina. Sin embargo, además del aislamiento eléctrico de las bobinas, que actúa como aislante eléctrico Al aumentar la conductividad eléctrica, se inducen corrientes de Foucault en el capa de blindaje debido al campo magnético y las pérdidas de blindaje comienzan blindaje para volver a aumentar. Por lo tanto, existe una conductividad eléctrica óptima de Para determinar la conductividad eléctrica óptima del material de blindaje, se realizó un barrido de parámetros usando el modelo de simulación el material de blindaje en el rango de 2-80 S/m, donde las pérdidas en el numérica presentado en la Sección IV, donde el capa de blindaje son mínimas y la intensidad máxima del campo eléctrico la conductividad del material de protección se varió de 10ÿ6 S/m a en el tejido no está disminuyendo más. En este caso, el blindaje 103 S/m. La capa de blindaje encierra todo el devanado de la bobina del receptor. pérdidas de 11 mW contribuirían aproximadamente con el 1 % del total y está incrustado dentro del aislamiento de silicona como se muestra en la Fig. 6(f). pérdidas de 1.067 W medidas con el prototipo del sistema TET operado El espesor de la capa de blindaje es de 100 ÿm y la permitividad a plena potencia de salida y distancia de separación de bobina de 15 mm. sin embargo, el del material es el mismo que el de la silicona para eliminar su blindaje del campo eléctrico en la vecindad de la bobina del receptor no puede influencia en los resultados de la simulación. Además, se suponía que proteger del campo eléctrico inducido en el tejido causado por la la estructura propuesta del convertidor resonante simétrico y la puesta a tierra campo magnético alterno. Por lo tanto, la intensidad máxima del campo eléctrico, esquema se utiliza para el lado primario y secundario del sistema TET, el SAR pico y la densidad de corriente pico no están disminuyendo nada tal que no se aplique voltaje CM a las bobinas TET. Las figuras 6(a)-(e) muestran además si la conductividad eléctrica del material de blindaje es mayor los resultados de la simulación para las pérdidas totales en el material de blindaje, la que alrededor de 1 S/m. La ubicación en el tejido con el valor SAR más alto 004982 Machine Translated by Google ya no está en el borde de la bobina receptora, sino en el tejido muscular [3] S. Maniar, S. Kondareddy y VK Topkara, "Infecciones relacionadas con el dispositivo de asistencia del ventrículo izquierdo: pasado, presente y futuro", Expert Rev. Med. debajo de la bobina receptora, donde la densidad de corriente inducida es más Dispositivos, vol. 8, núm. 5, págs. 627–634, 2011. [4] D. Pereda y JV Conte, "Infecciones de la línea de transmisión del dispositivo de asistencia alta. Los materiales con la conductividad eléctrica deseada se pueden encontrar en la industria como compuestos conductores de carbono, donde a menudo se usa un polímero en combinación con un relleno conductor a base de del ventrículo izquierdo". J. Cardiol. Clin., vol. 29, núm. 4, págs. 515 a 527, 2011. [5] MS Slaughter y TJ Myers, "Transmisión de energía transcutánea para sistemas mecánicos de apoyo circulatorio: historia, estado actual y perspectivas futuras", J. Card. Cirugía, vol. 25, núm. 4, págs. 484–489, 2010. carbono para controlar la conductividad del compuesto. Como ejemplo, los cauchos de silicona conductivos están disponibles en una gran variedad para [6] TD Dissanayake, "Un sistema eficaz de transferencia de energía transcutánea (TET) para corazones artificiales", Ph.D. disertación, Inst. Bioing., Univ. Auckland, Auckland, Nueva Zelanda, 2010. blindaje electromagnético con una conductividad de 0,1 S/m a 100 S/m [24] y, en una aplicación similar, las cintas semiconductoras se utilizan en la [7] O. Knecht, R. Bosshard, JW Kolar y CT Starck, "Optimización de bobinas de transferencia de energía transcutánea para aplicaciones médicas de alta potencia", en Proc. Electrónica fabricación de cables de distribución de energía para proporcionar un gradiente de campo eléctrico uniforme al aislamiento dieléctrico del cable [25]. Con el uso del método de blindaje eléctrico descrito, la intensidad máxima de potencia de modelado de control IEEE. Conf. Expo., 2014, págs. 1–10. [8] A. Christ, M. Douglas, J. Nadakuduti y N. Kuster, "Evaluación de la exposición humana a del campo eléctrico interno se redujo en un factor de 2,9 a aproximadamente los campos electromagnéticos de los sistemas de transmisión de energía inalámbricos", Proc. IEEE, vol. 101, núm. 6, págs. 1482–1493, 2013. 77 V/m y la SAR máxima se redujo en un factor de 2,9 a 4,8 a aproximadamente 0,25 W/kg, según en el espesor de la capa de aislamiento de silicona. El nivel [9] I. Laasko, T. Shimamoto, A. Hirata y M. Feliziani, "Aplicabilidad de la aproximación cuasiestática para la evaluación de la exposición de la transferencia de energía alcanzado de exposición a CEM es, por lo tanto, significativamente más bajo que los límites de restricción básicos requeridos por las pautas de exposición. Sin embargo, la densidad de corriente máxima de 16,6 A/m2 en el tejido inalámbrica", en Proc. Internacional IEEE Síntoma electromagnético Compat.(Tokio)), 2014, págs. 430–433. [10] XL Chen, AE Umenei, DW Baarman, N. Chavannes, V. De Santis, JR Mosig y N. Kuster, “Exposición humana a sistemas de transferencia de energía inalámbricos resonantes de muscular sigue superando sustancialmente el límite de restricción básico. corto alcance en función de los parámetros de diseño”, IEEE Trans. electromagnético La única posibilidad de disminuir la densidad de corriente es usar un blindaje adicional del campo magnético debajo de la bobina del receptor, lo cual será Compat., vol. 56, núm. 5, págs. 1027–1034, 2014. [11] T. Sunohara, A. Hirata, I. Laakso y T. Onishi, "Análisis del campo eléctrico in situ y la tasa un tema de trabajo futuro. de absorción específica en modelos humanos para el sistema inalámbrico de transferencia de energía con acoplamiento de inducción", Phys. Medicina. Biol., vol. 59, núm. 14, págs. VIII. CONCLUSIONES 3721–3735, 2014. [12] K. Shiba y N. Higaki, "Análisis de SAR y densidad de corriente en el tejido humano que En este trabajo se demostró que la evaluación de la exposición a los CEM rodea una bobina de transmisión de energía para una cápsula endoscópica inalámbrica", en Proc. 20 Int. Simposio de Zúrich. EMC, 2009, págs. 321–324. en el cuerpo humano basada en el cálculo del campo eléctrico inducido debido [13] L. Lucke y V. Bluvshtein, "Consideraciones de seguridad para la entrega inalámbrica de al campo magnético variable en el tiempo no es suficiente en el caso de un energía continua a dispositivos médicos implantados", en Proc. Internacional IEEE sistema TET. La contribución del campo eléctrico debido a la alta tensión en los terminales de la bobina del receptor puede ser significativa, lo cual es Conf. Ing. Medicina. Biol. Soc. (EMBC), 2014, págs. 286–289. [14] K. Shiba, M. Nukaya, T. Tsuji y K. Koshiji, "Análisis de la densidad de corriente y la tasa de específicamente el caso de una topología de compensación serie-serie. absorción específica en el tejido biológico que rodea el transformador transcutáneo para un corazón artificial", IEEE Trans. biomedicina Además, se demostró que la magnitud del campo eléctrico interno depende en gran medida del voltaje del CM en los terminales de la bobina del receptor Ing., vol. 55, núm. 1, págs. 205 a 213, 2008. [15] O. Knecht, R. Bosshard y JW Kolar, "Transferencia de energía transcutánea de alta y depende también de la topología electrónica de potencia del controlador eficiencia para sistemas de soporte cardíaco mecánicos implantables", IEEE Trans. implantado. Para reducir al mínimo el voltaje de CM y la exposición a EMF, el tanque resonante del sistema TET debe diseñarse simétricamente y, además, el punto medio de los capacitores de enlace de CC del controlador de potencia implantado debe estar conectado a un recinto que proporciona una conexión Electrónica de potencia, vol. 30, núm. 11, págs. 6221–6236, 2015. [16] Directrices para evaluar los efectos ambientales de la radiación de radiofrecuencia. Comisión Federal de Comunicaciones, FCC 96-326, Washington, DC, EE. UU., 1996. [17] Estándar IEEE para niveles de seguridad con respecto a la exposición humana a campos eléctrica con el tejido circundante. La intensidad del campo eléctrico interno y electromagnéticos de radiofrecuencia, de 3 kHz a 300 GHz. Comité Internacional de la SAR máxima se pueden reducir aún más con el uso de una capa de blindaje Seguridad Electromagnética de IEEE, IEEE C95.1-2005, IEEE, Nueva York, NY, EE. UU., 2005. eléctrico alrededor de las bobinas de transmisión de energía. Para el prototipo del sistema TET en cuestión se encontró que una conductividad eléctrica del material de blindaje de 2-80 S/m es óptima, lo que podría lograrse en la práctica usando, por ejemplo, cinta semiconductora o un compuesto conductor [18] ICNIRP, “Pautas para limitar la exposición a campos eléctricos, magnéticos y electromagnéticos variables en el tiempo (hasta 300 GHz)”, Health Phys., vol. 74, núm. 4, págs. 494–522, 1998. [19] ——, “Pautas para limitar la exposición a campos eléctricos y magnéticos variables en el tiempo (1 Hz - 100 kHz)”, Health Phys., vol. 99, núm. 6, págs. 818 a 836, 2010. de carbono como parte del revestimiento de la bobina TET. Las simulaciones han demostrado que la intensidad máxima del campo eléctrico y el SAR [20] El sitio web de la Fundación IT'IS (abril de 2015), "Base de datos de propiedades de los máximo se pueden reducir de 224 V/m a 77 V/m y de 1,21 W/kg a 0,25 W/kg tejidos". [En línea]. Disponible: http://www.itis.ethz.ch/virtual Population/tissue-properties/ respectivamente, y cumplen con las pautas de exposición a CEM. database/ [21] C. Gabriel, Compilación de las propiedades dieléctricas de los tejidos corporales a frecuencias de RF y microondas. Informe N.AL/OE-TR-1996-0037. Dirección de salud ocupacional y ambiental, División de Radiación por Radiofrecuencia, Base de la Fuerza Aérea Brooks, Texas (EE. UU.), 1996. RECONOCIMIENTO Los autores agradecen la financiación financiera de la fundación Baugarten [22] J. Larsson, "Electromagnetismo desde una perspectiva cuasiestática", Am. j Phys., vol. 75, núm. 3, págs. 230–239, 2007. y quisieran agradecer a Hochschulmedizin Zurich por el apoyo en este proyecto. ¨ [23] N. Orcutt y OP Gandhi, "Un método de impedancia tridimensional para calcular la deposición de energía en cuerpos biológicos sujetos a campos magnéticos variables en el tiempo". Trans. IEEE. biomedicina Ing., vol. 35, núm. 8, págs. 577–583, 1988. REFERENCIAS [24] Shin-Etsu Silicone Global (mayo de 2015), “Productos de caucho de silicona eléctricamente [1] JC Schuder, "Alimentación de un corazón artificial: nacimiento del sistema de radiofrecuencia acoplado inductivamente en 1960", Artif. Órganos, vol. 26, núm. 11, págs. 909–915, 2002. conductores”. [En línea]. Disponible: http://www.shinetsusilicone global.com/catalog/pdf/ ec e.pdf [25] SJ Han, A. Mendelsohn y R. Ramachandran, “Descripción general de la tecnología de blindaje semiconductor en cables de distribución de energía”, en proc. Conf. de transmisión y distribución IEEE PES. y Exhibición, 2006, pp. 641– 646. [2] CA Milano y AA Simeone, "Apoyo circulatorio mecánico: dispositivos, resultados y complicaciones", Heart Failure Reviews, Springer EE. UU., vol. 18, núm. 1, págs. 35 a 53, 2010. 004983
